光学式浓度测定方法与流程

本发明涉及一种与液体、气体中的规定的化学成分的浓度、蔬菜水果的糖度、日本酒的酒度(甘辛度)等相关的浓度测定方法。

背景技术：

在半导体的制造过程中，常常从同一线路向半导体制造装置的处理腔室内供给混合气体。在供给该混合气体时，需要将成分气体的混合比在处理工艺期间中保持固定或有目的地瞬时变更。因此，在气体供给线路中配设具备气体流量测量机构、气体流量调整机构的例如流量控制系统组件(FCSC)等流量控制装置。在该FCSC中，重要的是能够在何种程度上准确地测量构成混合气体的各成分气体的每单位时间的流量(以后有时记为“单位流量”)。

如目前的那样，在原子级水平至纳米级水平下的成膜或蚀刻那样的处理工艺的实施机会多的半导体制造工艺中，需要准确且瞬时地测量紧挨着导入处理腔室之前的混合气体中的各成分气体的直至微量范围内的单位流量。

在满足上述要求那样的以往的流量控制装置中，一般而言，测量混合前的单个成分气体的流量，基于该单个成分气体的流量测量值计算混合气体的目标混合比。

然而，并不一定保证被导入处理腔室的时间点的混合气体的混合比(以后有时记为“实际混合比”)与基于流量测量值计算出的混合比(以后有时记为“测量混合比”)在工艺执行过程中始终相同。因此，在以往，具备如下一种反馈机构(例如专利文献1)：始终或者以规定时间间隔实施各单个成分气体的流量测量，如果某一个单个成分气体的流量发生变动，则基于其变动值调整各单个成分气体的流量以成为原始的规定的混合比。

另一方面，存在如下的气体浓度测定系统的例子(例如专利文献2)：使用通过非分散式红外线吸收方式来测定材料气体的分压的分压测定传感器，根据该传感器的分压测量值，通过运算来计算材料气体的浓度。

另外，在MOCVD(使用有机金属化合物的CVD：Metal-Organic Compound Chemical Vapor Deposition)中，为了形成均匀的膜，也需要对有机金属化合物的供给浓度进行控制以使有机金属化合物的供给浓度在膜形成工艺期间中成为固定，或者以与成分分布对应地使供给浓度发生变动的方式对有机金属化合物的供给浓度进行控制以成为期望的成分分布的膜。一般而言，有机金属化合物通过起泡等而混入到载气后被供给到处理腔室。使用的有机金属化合物不限于单种，有时也使用多种。作为按设计值供给多种有机金属化合物的原料气体的方法，例如有使用红外线气体分析单元的方法(例如专利文献3)。

并且，在蔬菜水果的生产、出货的领域中，对蔬菜水果的甜味成分等的成分浓度的测定决定要出货的蔬菜水果的售价，因此也是重要的。即，苹果、梨、桃、柿子、草莓、西瓜等蔬菜水果由于其甜味大幅度影响商品的售价，因此对于蔬菜水果的生产者而言最关心的是了解是否为最适于用于出货的采摘的甜味期。辨别蔬菜水果的合适的甜味期的方法之一有使用红外线以不接触的方式测定蔬菜水果中的糖度的方法(例如专利文献4)。

并且，在医疗关系中，无需采血就能够对生物体以不接触(不破坏、不侵入)的方式瞬时地测定血流中的血液成分、例如红细胞数、白细胞数、血小板数、网织红细胞数、血红蛋白量，不只是减轻患者的负担，也在精神方面、身体方面减轻医生、护士、医疗技师的劳动负荷，因此期望能够简便且瞬时地对生物体以不接触的方式无侵入地进行测定。例如，最近甚至在青年层中也能够看到很多糖尿病疾患，强烈地期望能够简单、短时间地进行精度高的检查的检查方法。并且，不限于处于医生的管理下的患者，潜在的患者(患者预备军)也很多，因这类人例如在开车过程中血糖值突然下降而变得神志不清或意识模糊从而引发事故的事例日渐增多。在正常情况下，血液中的葡萄糖浓度(血糖值、血糖)由于各种激素(胰岛素、胰高血糖素、皮质醇等)的作用而始终被调节在固定范围内，但是当由于各种原因而使调节机构出现问题时，血液中的糖分异常地增加，形成糖尿病。糖尿病是指血糖值(血液中的葡萄糖(glucose)浓度)处于病态地高的状态的病名，在血糖值、血红蛋白A1c值超过固定的基准的情况下被诊断为糖尿病。糖尿病除了会引发高血糖本身所引起的症状之外，如果经过长时间则还会引发血中的高浓度的葡萄糖由于其醛基的反应性的高低而与血管内皮的蛋白质结合的糖化反应，身体的微小血管被逐渐地破坏，使眼睛、包括肾脏在内的身体的各种脏器遭到重大的病变(糖尿病性神经病变、糖尿病性网膜病、糖尿病性肾病的微小血管病变)(并发症)。因此，血糖值的适当的管理在如下方面对于糖尿病的治疗很重要：维持严格的血糖控制的、对食疗法、运动疗法的重新评估、对胰岛素使用量的调节、重新评估、在药物用法上对因疗法所引起的低血糖的确认、预知、对低血糖的担心的消除、重症高血糖的避免等。

医院等医疗机构中的血糖值的测定一般是利用从生物体的手指、胳膊等采集血液的所谓侵入法。另外，糖尿病的患者在其治疗期间在医院根据医生的治疗进行血糖值的检查。另一方面，由于血糖值大多需要每天进行测定，因此患者在自己的住院病床上或者在家里使用自我血糖监测(SMBG：self-monitoring of blood glucose)器来自己进行血糖值测定的机会较多。但是，虽说测定变得简便了，但仍然必须由自己或是由其他人帮助进行采血。采血通过刺破手指、胳膊来进行。由于该刺破伴随有疼痛和刺伤，因此对患者造成肉体上的、精神上的负担。也考虑如最近那样使用无痛注射针，但是无法避免地伴随刺伤，需要进行对由于伤口而引起的感染病的预防等卫生保护。最近，作为解决该问题的方法，提出了不侵入法(例如专利文献5、专利文献6)。

另一方面，在日本，糖尿病的判定需要测定血糖值和血红蛋白A1c值这两方。作为测定血糖值和血红蛋白A1c值这两方的方法，例如有专利文献7所记载的方法。

并且，寻求一种能够通过简单的结构且高精度地具有即时性地测定日本酒制造过程的日本酒度、酸度、氨基酸度的方法。日本酒是在口感、香味上精致的酒。日本酒以日本酒度示出甘辛度、以酸度示出芳醇、清爽的口感度。日本酒度是指通过“在日本酒中溶解了多少糖分、酸”来示出清酒的比重的单位。将测定对象设为15℃，使被称为“日本酒度计”的比重计漂浮来测量。此时，将重量与4℃的蒸馏水的重量相同的酒的日本酒度设为“0”，重量比4℃的蒸馏水的重量轻的酒的日本酒度用“+”(正)值表示，重量比4℃的蒸馏水的重量重的酒的日本酒度用“-”(负)值表示。对于日本酒，决定甜味的是葡萄糖浓度。

相对于表示甘辛度的日本酒度，“酸度(清爽度-芳醇度)”表示“醇香、浓厚”。日本酒的酸度越高则越接近芳醇的口感，酸度越低则越是清爽的口感。如果日本酒度相同，则酸度高的酒感觉辣，如果酸度低则感觉甜。相反地，如果酸度低，则酒的口感失去柔软、顺滑，往往会形成模糊的口感。

但是，该酸度不仅影响“醇香”，还影响实际的“甘、辛”的味觉。一般而言，有酸度越高则感觉越辣的倾向。相反地，如果酸度低，则即使糖度不高也感觉甜。测定方法是测定中和10毫升清酒所需的1/10标准氢氧化钠溶液的滴定毫升数。如果该值大则使用“爽口”这样的表达，如果该值小则使用“醇香”这样的表达，另外，对于日本酒而言氨基酸度(甘口度)也重要。氨基酸是指成为“甜味”的原料的要素，如果氨基酸度高则“甜味”的要素多，该日本酒的味道感觉浓厚。但是，并非氨基酸度越高则甜味越是增加，过高而导致产生混杂味。

如以上说明的那样，在日本酒的制造期间，日本酒度、酸度、氨基酸度的管理大幅度地影响所制造的日本酒的销售价格(以后有时也称为“售价”)。日本酒度、酸度、氨基酸度易受湿度、温度、卫生方面的影响而发生变动，因此在日本酒的制造期间，在湿度、温度、卫生方面进行严格的管理，在制造过程中频繁地对日本酒度、酸度、氨基酸度进行测定。

专利文献1：日本特开2012-138407号公报

专利文献2：日本特开2010-109304号公报

专利文献3：日本特开2006-324532号公报

专利文献4：日本特开2003-114191号公报

专利文献5：日本特开2008-256398号公报

专利文献6：日本特开2006-141712号公报

专利文献7：日本特开2012-137500号公报

技术实现要素：

发明要解决的问题

以上记述的各专利文献所记载的浓度测定法或浓度调整法存在以下那样的问题。

在专利文献1中，只不过是在处理腔室的上游侧进行流量测量并进行反馈，因此仍然没有解决测量混合比与实际混合比是否相同的问题。并且，为了使气体的混合状态均一，需要使从混合位置到向处理腔室的导入位置的供给线路取充分的长度，但是在该情况下，更难以将测量混合比与实际混合比视为相同。为了确保测量混合比与实际混合比相同，考虑尽可能地使混合位置与导入位置接近，但是在该情况下，产生难以确保均一混合的问题。如果除了前述的问题以外还要解决这样的问题，则其机构变得更加复杂，需要更高级的控制技术。除此之外，专利文献1的结构由于是用于流量测量，因此无法确定气体种类。

在专利文献2的情况下，进行分压测定，因此不适合本案所说的精度高的测定，更何况如果是微量级范围的分压测定，则测定误差变大，这是不可否认的。

关于专利文献3中公开的方法，构成为第一红外线气体分析单元，其对从气体混合室供给到反应室的混合气体中的各原料气体的浓度进行测定；以及第二红外线气体分析单元，其对从所述反应室排出的排出气体中的各原料气体的浓度进行测定，基于所述第一红外线气体分析单元的测定结果和所述第二红外线气体分析单元的测定结果运算所述反应室内的各原料气体的消耗量，将各个运算值与预先决定的设计值的差作为控制量，来单独调整所述流量控制单元、气体供给源温度控制部以及基板温度控制部中的某一个，因此没有考虑反应室内壁面等除成膜以外消耗的原料气体，因此难以形成均一膜厚且均一成分的薄膜。并且，在专利文献3中没有示出红外线气体分析单元的具体例，因此当形成纳米级水平的均一膜厚且均一成分的薄膜时，必须严格地管理有机金属化合物的供给浓度以将有机金属化合物以规定的浓度向处理腔室供给固定时间，并要求浓度测定的高精度，但是满足该要求并不简单。

关于专利文献4所记载的方法，向蔬菜水果照射波长不同的两个单色光，基于关于各单色光的多个实测例的光透射率Ta、Tb的值和该例的实际测量的糖度C的值分别决定特定式的系数，使用该决定的各系数和测量的两个单色光的光透射率的数据来基于所述特定式求出糖度，因此只不过是能够获得被测量糖度的蔬菜水果的平均糖度。因而，有时难以避免如下的情形：在表皮附近或中心附近具有高糖度的蔬菜水果的情况下，根据食用的部分的不同而糖度不足从而要降低商品价值的蔬菜水果混入出货产品中。

在专利文献5、6的方法中，无法避免由于患者紧张而使测定患部出汗或体温上升所引起的测定误差。血糖测定器的测定法有酶电极法和酶比色(比色定量)法。作为酶电极法，有葡萄糖氧化酶(GOD)法、葡萄糖脱氢酶(GDH)法。作为酶比色(比色定量)法，有己糖激酶(HX)法、葡萄糖氧化酶/过氧化酶(GOD/POD)法。但是，存在如下问题：在血细胞比容(对固定量的血液中所含的红细胞的比例进行调查的检查)值处于20％～约60％之间的情况下，看不到各器测定值的误差，但是如果是极度贫血患者、透析患者那样的血细胞比容值低于20％的血液，则示出高值，相反地如果是新生儿、月经前的女性等那样的血细胞比容值超过55％的多血症血，则示出低值。因而，不适合极度贫血患者、透析患者。并且，GOD法存在血液中的溶解氧分压越大则测定出的血糖值越低的问题。因而，GOD法对于为了进行呼吸管理而使用氧气的患者是不合适的。除此之外，还存在如下的情况：由于测定器的使用方法、试纸的安装方法、血液的吸引、铺展的技术的确认等原因而无法获得正常的测定值。

关于专利文献7所记载的方法，利用通过波长不同的光的反射分别检测血红蛋白所引起的显色、糖化血红蛋白所引起的显色以及葡萄糖所引起的显色这样的相同的测定原理来进行测定，因此虽然具有能够实现装置的简单化、小型化这样的优点，但是需要血红蛋白用、糖化血红蛋白用、葡萄糖用的三种用于显色的试剂和显色作业，并且，有采血的负担。

另外，在日本酒的制造期间，在湿度、温度、卫生方面进行严格的管理，在制造过程中频繁地测定日本酒度、酸度、氨基酸度，但是尚未提供通过简单的方法以不破坏的方式准确且迅速地测定日本酒度、酸度、氨基酸度的直至极微量区域的浓度的方法。

如从以上的说明所理解的那样，目前为止没有提供一种通过简单的方法以不破坏的方式准确且迅速地测定规定的化学成分的直至极微量区域的浓度的浓度测定方法。

另外，目前为止也没有特别提供一种不论气体、液体、固体都能够以同一测定系统、同一条件高精度且实时地测定被测定物中的多个化学成分的浓度的浓度测定法。

并且，目前为止也没有提供一种能够准确、迅速且实时地测定被测定对象中的化学成分的直至纳米级的极微量浓度范围内的浓度、并具备在各种形态和方式中能够被具体化的万能性的浓度测定方法。

另外，目前为止也没有提供一种能够通过简单的结构准确、迅速且实时地测定被测定对象中的多个化学成分的浓度的浓度测定方法。

本发明是鉴于上述的点潜心研究而完成的。

其目的之一在于提供一种能够通过简单的结构准确、迅速且实时地测定化学成分的浓度的浓度测定方法。

本发明一个其它目的在于提供一种通过简单的结构而不论气体、液体、固体都能够准确、迅速且实时地测定被测定对象中的化学成分的直至纳米级的极微量浓度范围内的浓度、并具备在各种形态和方式中能够被具体化的万能性的浓度测定方法。

本发明的另一个目的在于提供一种能够以不破坏、不接触的方式通过简单的结构且迅速、准确地测定化学成分的直至极微量区域的浓度的浓度测定方法。

本发明的另一个目的在于提供一种能够在至少实质地排除了基于电路、电子元件等系统的构成要素的特性变动、环境变动的测定误差的状态下测定化学成分的直至极微量区域的浓度的浓度测定方法。

本发明的另一个目的在于提供一种能够在至少实质不存在由于患者紧张而使测定患部出汗或体温上升所引起的测定误差(基于检查体/被测定对象的生理状况的误差：以后有时也记载为“生理误差”)的状态下通过简单的结构和方法且以不侵入的方式测定血糖值的浓度测定方法。

本发明的另一个目的在于提供一种能够通过简单的结构准确、迅速且实时地测定被测定对象中的多个化学成分的浓度的浓度测定方法。

本发明的另一个目的在于提供一种能够通过同一结构和方法简单地测定血糖值和血红蛋白A1c值这两者的浓度测定方法。

用于解决问题的方案

本发明的第一观点在于，一种浓度测定方法，以光学的方式测定被测定对象中的规定的化学成分的浓度，该浓度测定方法的特征在于，利用分时法来从一个发光单元朝向所述被测定对象照射第一波长的光和第二波长的光，其中，该第一波长的光针对所述化学成分而言具有吸收性，该第二波长的光针对所述化学成分而言不具有吸收性或实质上不具有吸收性、或者与所述第一波长的光相比吸收性较低，由一个光接收单元接收通过该照射而产生且来自所述被测定对象的光，向差动电路输入通过该接收而产生的基于所述第一波长的光的第一光接收信号和基于所述波长的光的第二光接收信号，将测定值与预先存储于存储单元的数据进行对照来导出所述规定的化学成分的浓度，该测定值是基于与该输入相应地从所述差动电路输出的输出信号的值。

本发明的第二观点在于，一种浓度测定方法浓度测定方法，其特征在于，利用分时法向被测定对象分别照射针对所述被测定对象而言的光吸收率不同的第一波长的光和第二波长的光，利用共通的光接收传感器接收通过各波长的光的该照射而以光学的方式从所述被测定对象通过的所述各波长的光，形成与该接收相应地从所述光接收传感器输出的与所述第一波长的光相关的信号和与第二波长的光相关的信号的差动信号，根据该差动信号导出并测定所述所述被测定对象中的化学成分的浓度的被测定量。

本发明的第三观点在于，一种浓度测定方法，其特征在于，利用分时法向被测定对象分别照射针对所述被测定对象而言的光吸收率不同的第一光和第二光，利用共通的光接收传感器接收通过向所述被测定对象照射各光而以光学的方式从所述被测定对象通过的各光，基于与该接收相应地从所述光接收传感器输出的与所述第一光相关的信号和与第二光相关的信号来形成差动信号，根据该差动信号导出所述所述被测定对象中的期望的化学成分的浓度。

发明的效果

根据本发明，能够通过简单的方法以不破坏的方式准确且迅速地测定规定的化学成分的直至极微量区域的浓度。

另外，特别地，不论气体、液体、固体都能够以同一测定系统、同一条件高精度地实时地测定被测定物中的多个化学成分的浓度。

并且，能够提供一种能够准确、迅速且实时地测定被测定对象中的化学成分的直至纳级米的极微量浓度范围内的浓度、并具备在各种形态和方式中能够被具体化的万能性的浓度测定方法。

附图说明

图1是用于说明本发明的浓度测定方法的原理的时序图。

图2是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的一个优选的实施方式例的结构的框图。

图3是用于说明本发明的浓度测定方法的一个优选的实施方式例的流程图。

图4是用于说明图3的例子中的信号输出定时的时序图。

图5是用于求出检量线的流程图。

图6是气体浓度GC与“-log(1-ΔT)”的关系的曲线图。

图7是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的一个优选的实施方式例的主要部分的示意性结构说明图。

图8是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的其它优选的实施方式例的主要部分的示意性结构说明图。

图9是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的另一个优选的实施方式例的主要部分的示意性结构说明图。

图10是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的另一个优选的实施方式例的一个主要部分的示意性结构说明图。

图11是用于说明在本发明中采用的差动信号形成部的优选的一例的示意性结构说明图。

图12是用于说明在本发明中采用的差动信号形成部的其它优选的一例的示意性结构说明图。

图13是用于说明在本发明中采用的差动信号形成部的其它优选的一例的示意性结构说明图。

图14是用于说明在本发明中采用的差动信号形成部的另一个优选的一例的示意性结构说明图。

图15是示出针对气体浓度的测定出的吸光度的值与叠加在测量出的信号中的噪声的标准偏差的3倍的值之间的关系的曲线图。

图16是示出将本发明应用于便携式终端装置的情况下的一个实施方式的概要外观图。

图17是将本发明应用于便携式终端装置的情况下的一个实施方式的内部结构的框图。

图18是用于说明在本发明中采用的差动信号形成部的另一个优选的一例的示意性结构说明图。

具体实施方式

图1是用于说明本发明的浓度测定方法的原理的时序图。在本发明中，启动用于将本发明的浓度测定方法具体化的浓度测定装置，将放置有该装置的空间中的背景光的绝对值的信号读出为输出S20与S10的差(绝对值输出X)。

接着，由光接收传感器接收来自发出第一波长的光(Lλ1)的光源1的光，读出作为输出S30与输出S40的差的差输出信号(GΔ1)(作为背景光与光源1的光的和输出)。

接着，由相同的光接收传感器接收来自发出第二波长的光(Lλ2)的光源2的光，读出作为输出S50与输出S60的差的差输出信号(GΔ2)(作为背景光与光源2的光的和输出)。

利用绝对值输出X，即使产生由于温度变化等引起的被测定对象的吸光度的变化、光源的光量变化等也能够校正测定数据。

通过将基于光源1、2的光接收信号以差输出信号输出，能够去除电路系统的噪声，因此即使是微小的浓度也能够高精度地检测。

在图1中，“↑”表示光接收传感器的输出定时。输出定时“↑”在理论上是光接收传感器的输出的上升开始时间点(t1)和下降开始时间点(t2)，但是在图1中，输出定时“↑”被设为上升开始时间点(t1)与下降开始时间点(t2)之间的定时。其理由在于当一次测定结束时，为了下一次测定而将电路的一部分复位。即，测定时间和复位时间也有可能由于电路的时间滞后而重叠，因此为了可靠地避免其影响，而将输出定时“↑”设为上升开始时间点(t1)与下降开始时间点(t2)之间的定时。

在图2中示出作为将本发明的浓度测定方法具体化的一个优选的实施方式例的光学式浓度测定系统100的结构例的框图。

光学式浓度测定系统100包括光源部101、聚光光学部102、光接收传感器部106、差动信号形成部108、信号保存/处理部110、显示部112、控制部113、操作部114。

图2所示的光学式浓度测定系统100包括光学式气体浓度测定子系统100-1和控制操作子系统100-2。

光学式气体浓度测定子系统100-1具备光学式气体浓度测定装置100-3。

光学式浓度测定子系统100-1具备光源部101、聚光光学部102、光接收传感器部106、差动信号形成部108、信号保存/处理部110、显示部112。

控制操作子系统100-2包括控制部113、操作部114。

被测定期望的化学成分的浓度的被测定对象104配设于聚光光学部102与光接收传感器部106之间的规定位置。

图2所示的光源部101包括发出第一波长的光(Lλ1)的光源101a和发出第二波长的光(Lλ2)的光源101b的两个光源，但是在本发明中并不限定于此，也可以是发出第一波长的光(Lλ1)和第二波长的光(Lλ2)的单个光源。

能够照射如上述那样的两种以上不同波长的光的发光部能够具有两个以上的能够照射一种波长的光的发光元件。并且，优选的是，所述发光部具有至少一个能够照射两种以上不同波长的光的发光元件(多波长发光元件)。由此，使设置在装置内部的发光元件的数量减少，因此能够使装置小型化。

在采用两个光源的情况下，以能够在大致相同的光轴上照射的方式将两个光源尽可能靠近地配设能够提高测定值的精度，因此是所期望的。

在由单个光源照射出两个波长的光(Lλ1、Lλ2)的情况下，采用单个光源时的光(Lλ1)和光(Lλ2)在向被测定对象104照射之前通过波长选择光学滤波器等单元被选择性地分离。

在由单个光源照射两个波长的光(Lλ1、Lλ2)的情况下，进行装置的设计使得使用分光滤波器等光学波长选择滤波器来与照射定时相一致地照射对应波长的光。

第一波长的光(Lλ1)和第二波长的光(Lλ2)也可以是单一波长的光，但是如果考虑是否容易得到LED等光源和LED等光源的成本，则期望采用波长具有带宽的多波长的光。期望那样的光的中心波长(峰值强度的波长)是λ1或λ2。

在本发明中，光(Lλ1)是针对被测定浓度的化学成分而言具有吸收性的波长的光。与此相对地，光(Lλ2)是针对该化学成分而言不具有吸收性或实质上不具有吸收性、或者与该光(Lλ1)相比针对该化学成分而言的吸收性比较低的波长的光。

在本发明中，作为光(Lλ2)，不具有针对该化学成分而言的吸收性、或者与光(Lλ1)的吸收性的差越大，则越能够提高测定精度，因此优选采用这样的光(Lλ2)。

在针对同一被测定对象测定多个化学成分的浓度的情况下，准备与被测定的化学成分的个数相应数量的光(Lλ1)。即，在是N个化学成分的情况下，关于光(Lλ1)，准备n个光(Lλ1n：n为正整数)。

关于光(Lλ1n：n为正整数)之中的对应的一个光，选择仅针对对应的一个化学成分而言表现吸收性、针对其它的任一个化学成分而言不表现吸收性或实质上不表现吸收性的波长或波长范围的光。例如，针对同一被测定对象测定葡萄糖和血红蛋白的情况下，选择对葡萄糖表现吸收性但对血红蛋白不表现吸收性的光(Lλ11数)和对葡萄糖不表现吸收性但对血红蛋白表现吸收性的光(Lλ12)。

关于光(Lλ2)，选择针对任一个化学成分而言都不表现吸收性或实质上不表现吸收性的光。

关于光源部的光源，选择使用发出该条件的光的光源，这是不言而喻的。

按分时法向被测定对象104照射光(Lλ1)和光(Lλ2)。

优选的是，光(Lλ1)和光(Lλ2)在向被测定对象104照射时，在同一光轴或实质上的同一光轴上被照射。即，存在以下优点：即使在被测定对象104中作为浓度测定的对象的化学成分在空间上、时间上分布不均匀、或者分布无规则的情况下，也由于光(Lλ1)和光(Lλ2)的在被测定对象104中通过的位置相同或实质相同并且测定时间非常短，因此测定误差的影响非常少而能够高精度地进行测定。

由光(Lλ1)或光(Lλ2)构成的照射光103被照射到被测定对象104，其结果，透射光105从被测定对象104的完全相反的一侧射出。

透射光105被入射至光接收传感器部106中的光接收传感器的光接收面。

光接收传感器部106响应于该接收而输出电信号107。

信号107是基于光(Lλ1)的信号107a和基于光(Lλ2)的信号107b中的某一个信号。

信号107a和信号107b以所设定的时间差依次输入到差动信号形成部108、或者同时输入到差动信号形成部108。

在以所设定的时间差输入的情况下，根据情况的不同，也有时先输入的信号在差动信号形成部108内的规定电路被保持规定时间以与用于形成差动信号的定时相一致。

与信号107的输入相应地从差动信号形成部108输出的差动输出信号109被传送到信号保存/处理部110来被实施输出输出信号111所需的保存/处理。

输出信号111被传送到显示部112。接收到输出信号111的显示部112将测定出的化学成分的浓度显示以与输出信号111相应的值显示于显示部112的显示画面。

以上的一系列的流程由控制部113根据来自操作部114的指令来控制。

构成光接收传感器部106的光接收传感器既可以是光电二极管那样的单个元件，也可以是使规定个数的光接收像素一维地排列而成的线传感器、使规定个数的光接收像素二维地排列而成的面传感器。

在要测定的化学成分在被测定对象体104中不均匀的情况下，由于测定的位置依赖性所产生的误差有可能降低测定精度，因此优选采用线传感器、面传感器。特别地，采用与被测定对象体104的光轴垂直地移动具有将透射光105射出的出射面覆盖的大小的光接收面的面传感器能够更加提高测定精度，因此是优选的。

目前为止，以单一波长的光说明了光(Lλ1)和光(Lλ2)，但是在本发明中，并不限定于此，也可以使波长具有带宽(波长范围)。即，在本发明中，也能够使用规定的波长范围的光束。

接着，根据图3、图4说明由图2的系统100实际进行浓度测定的例子。图3是用于说明本发明的浓度测定方法的一个优选的实施方式例的流程图。

当按下操作部114的测定开始用的按钮开关等时，开始浓度测定(步骤201)。

在步骤202中，将作为被测定对象的检查体104是否适当地设置在规定位置也包括在内地判断检查体104的有无。当判断为适当地设置了检查体104时，在步骤202中，选择对检查体104中的要测定的化学成分的浓度进行测定而言必须且适当的第一光(Lλ1)和第二光(Lλ2)。

第一光(Lλ1)和第二光(Lλ2)的选择是通过将第一光(Lλ1)用的光源101a和第二光(Lλ2)用的光源101b设置在光学式浓度测定系统100的规定位置、或者通过分光器进行分光而进行的。

在基于光源的设置的情况下，能够根据检查体104中的要测定的化学成分的吸收光谱来预先选择第一光(Lλ1)和第二光(Lλ2)，因此能够将步骤203配置在步骤201之前。

接着，在步骤204中，开始执行检量线的获取，该检量线用于根据测定数据导出要测定的化学成分的浓度值。

为了获取检量线，除了通过读出预先存储于光学式浓度测定系统100的存储部的检量线数据来执行以外，还能够如图5中说明的那样通过重新生成检量线来执行。

检量线的获取完成之后，如步骤206所示的那样开始检查体104的测定。

当测定开始时，以规定的间隔分时地向检查体104照射第一光(Lλ1)和第二光(Lλ2)并持续规定时间。

经检查体104透过来的第一光(Lλ1)和第二光(Lλ2)被设置于光接收传感器部106的光接收传感器接收(步骤207)。

当光接收传感器分时地接收到第一光(Lλ1)和第二光(Lλ2)的各透射光时，在每次接收光时分别输出大小与光接收量相应的输出信号。根据该输出信号计算“-log(1-ΔT)”(步骤208)。

接着，在步骤209中判定“-log(1-ΔT)”是否处于检量线的范围。

如果“-log(1-ΔT)”处于检量线的范围，则根据检量线数据导出检查体104中的设为目标的化学成分的浓度(步骤210)。

接着，在步骤209中判定“-log(1-ΔT)”是否处于检量线的范围。

如果“-log(1-ΔT)”处于检量线的范围，则根据检量线数据导出检查体104中的设为目标的化学成分的浓度(步骤210)。

图4是用于说明图3的例子中的信号输出定时的时序图。即，图4是示出第一光源101a的输出OUT1、第二光源101b的输出OUT2、光接收传感器的输出OUT3、差动信号的输出OUT4以及气体浓度GC的时间响应的时序图。

在此，光源的输出是指在点亮时间内放射的光量，在指向性高的光的情况下，实质相当于由光接收传感器接收的光的光量。

在本发明中，能够如图7至图9所记载的那样通过聚光光学部102聚集来自光源101a、101b的光、或者如图10所示的那样采用分支型光纤801，因此如果将光源101a、101b配设为使光源101a、101b的放射面靠近或接触聚光光学部102的入射面或者分支型光纤801的入射面，则能够使在光源101a、101b的点亮时间放射的光量近似或实质相当于由光接收传感器接收的光的光量。

关于气体浓度GC，例如能够在图4所示的T1至T4的定时检测输出信号(差动信号输出OUT4)，以基于检测出的该输出信号值和预先获取的检量线而导出的目标气体的浓度变化来测定气体浓度GC。

在图4中示出了随着时间而阶梯式地增加的气体浓度GC的情形。

当第一光源的输出OUT1和第二光源的输出OUT2在图4所示那样的定时以相互间的规定间隔和重复间隔在同一轴上被输出时，在定时T1以前，由于不存在测定目标气体，因此光接收传感器的输出OUT3被输出为大小相同的脉冲S11、脉冲S21。

在定时T1与T2之间的期间、定时T2与T3之间的期间、定时T3与T4之间的期间，输出脉冲S12、S22、S13、S23、S14、S24。脉冲S12、S13、S14的大小是与脉冲S11相同的大小，与此相对地，脉冲S22、S23、S24的大小与测定目标气体的吸光程度相应地阶梯式变低。

即，来自第二光源的光被测定目标气体吸收，由光接收传感器所接收的光量与气体浓度相应地阶梯式减少，因此脉冲S22、S23、S24的大小与测定目标气体的浓度程度相应地阶梯式变低。

利用图5说明在气体浓度的测定前预先获取检量线的方法的一例。图5是用于求出检量线的流程图。

利用检量线获取装置以获得检量线。

当检量线的获取开始(步骤ST1)时，在步骤ST2中判断是否完成了光学测定单元的准备。

如果完成了光学测定单元的准备则进入步骤ST3。在步骤ST3中，判断是否将规定的载气以规定单位量导入到了单元内。

当判断为将规定的载气以规定单位量导入到了单元内时，进入步骤ST4。

也可以，省略该载气的判断而改变为判断单元内是否为规定的真空度的步骤。也能够省略该单元内是否为规定真空度的判断。

总之，在进入步骤ST4之前，需要事先对单元内进行清洁以获得更准确的检量线。

在步骤ST4中，将多个浓度的测定对象的气体依次导入单元，测定各浓度的气体的吸光度。

测定完成之后，进入步骤ST5。

在步骤ST5中，基于吸光度的测定数据生成检量线。

在图6中示出通过这样生成的检量线的一例。

图6是示出气体浓度GC与“-log(1-ΔT)”的关系的曲线图。

如果生成了检量线，则能够进入检查体的浓度测定。

接着，说明图7至图10所示的本发明所涉及的优选的实施方式例。在图7至图10中，对与图2相同的构成要素使用与图2相同的附图标记表示。

图7是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的一个优选的实施方式例的主要部分100a的示意性结构说明图。图7是利用透射光进行浓度测定的例子。

在主要部分500中，光源部包括发出第一光(Lλ1)的第一光源101a和发出第二光(Lλ2)的第二光源101b。

从第一光源101a发出的第一光(Lλ1)被聚光光学部102聚集于光轴上，作为照射光103a在光轴上经过后向被测定对象体104照射。照射光103a中的在被测定对象体104中未被吸收完的量的光作为透射光105a而从被测定对象体104射出。

透射光105a被入射至光接收传感器部106的光接收面。

当透射光105a被光接收传感器部106接收时，从光接收传感器部106输出与透射光105a的光量相应地进行光电转换得到的电信号107。

从光接收传感器部106输出的信号107输入到包括差动信号形成电路的差动信号形成部108。

从第二光源101b发出的第二光(Lλ2)也与第一光(Lλ1)同样地作为照射光103b在光轴上经过后向被测定对象体104照射，与其相应地从被测定对象体104射出透射光105b。

在第二光(Lλ2)的情况下，由于第二光(Lλ2)在被测定对象体104中不被吸收、或者即使被吸收而吸收性也低于第一光(Lλ1)的吸收性，因此关于照射光103b和透射光105b，其光量相同或实质相同、或者其光量差小于照射光103a与透射光105a的光量差。

图8是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的其它优选的实施方式例的主要部分的示意性结构说明图。图7的例子的情况是利用透射光进行测定，与此相对，在图8的情况下，是利用反射光进行测定，除此以外与图7的例子相同，因此省略详细说明。

图9是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的另一个优选的实施方式例的主要部分的示意性结构说明图。

图7的例子的情况是利用透射光进行测定，与此相对，在图9的情况下，是利用散射光进行测定，除此以外与图7的例子相同，因此省略详细说明。

图10是用于说明将本发明的浓度测定方法具体化的光学式浓度测定系统的另一个优选的实施方式例的一个主要部分的示意性结构说明图。在图10的情况下，除了对图7的例子的情况中的聚光光学部102采用了分支型光纤801以外，其它与图7相同，因此省略详细说明。

在图11中示出用于说明在本发明中采用的差动信号形成部的优选的一例的电路图。

差动信号形成部900包括(电荷)积分放大器902、采样/保持电路903、差动放大器904。

当向蔬菜水果等作为被测定浓度的对象的被测定对象体104照射浓度测定用的规定波长的光而产生的透射光、反射光或散射光被光接收用的光电二极管901接收时，从光电二极管901输出与其光接收量相应的电信号P1。电信号P1被输入到积分放大器902。

积分放大器902是为了高灵敏度化以能够测定到检查体107的气体浓度的微小变化而设置的。

积分放大器902的输出信号被输入到采样/保持电路903。

被采样/保持的模拟信号被输入到差动放大器904。

“将本发明具体化的气体浓度的测定例”

接着，以气体浓度的测定例来说明将本发明具体化的例子。

记述通过使用多个不同波长光并分时地照射该多个光来测定浓度的浓度测定方法的一个优选的实施方式。

下面，主要说明在测定中使用透射光的气体浓度测定例的一个优选的实施方式。

在测定中代替使用透射光而使用反射光的情况、使用散射光的情况也在本发明的范畴内自不用说，在该技术领域是理所当然的。

另外，当然以下说明的方式例也能够容易地展开为代替气体浓度而测定溶液的浓度、蔬菜水果的糖度等的情况。

为了将本发明具体化为气体浓度测定装置，能够以适合于测定目标为前提，由能够容易得到的通常的光源、光接收光电二极管、电路部件等构成该测定装置，因此在以下的说明中，省略对于该领域的技术人员来说显而易见的内容，简单地记载要点。

检查体(被测定对象)例如是流动于气体配管的气体。

在气体配管设置有进行测定所使用的光(测定光hλ)入射的入射面和光在所述气体配管中透过并向外部射出的出射面。

该入射面、该出射面由针对测定光hλ的透射率为“1”或大致为“1”的材料形成。

在所述气体配管中流动的气体无论是一种气体，还是多种气体的混合气体，都能够测定目标的气体浓度。

下面，记述作为检查体的气体的种类是一种的情况、例如是三甲基镓(TMGa)的情况。

作为检查体的气体的种类，除此以外还能够列举三甲基铟(TMIn)、四氯化钛(TiCl₄)等。

在对三甲基镓(TMGa)的气体浓度测定中，例如，作为第一光源101a，采用发出中心光波长为500nm的光(Lλ1)的LED，其光强度设为1.0mW/cm²/nm。

作为第二光源101b，采用发出中心光波长为230nm的光(Lλ2)的LED，其光强度设为1.0mW/cm²/nm。

在本发明中，从第一光源101a放射的光(Lλ1)103a和从第二光源101b放射的光(Lλ2)103b分别在不同的时刻(分时)透过检查体104，向光接收传感器部106的光接收传感器入射。作为光接收传感器，例如能够使用滨松光子学株式会社生产的光电二极管(S1336-18BQ)。该情况下的光接收传感器的光接收灵敏度在光波长为500nm时为0.26A/W，在光波长为230nm时为0.13A/W。

光接收传感器部106的输出信号107被输入到差动信号形成电路108，与其相应地从差动信号形成电路108输出输出信号109。

第一光源101a采用放射吸光度依赖于检查体104的气体的浓度而变化的光的光源，第二光源101b采用放射吸光度不依赖于检查体104的气体的浓度而变化或实质上不依赖于检查体104的气体的浓度而变化的光的光源。

关于以上的气体浓度的测定例，对测定透射光的图7的情况进行了说明，当然在图8所示的使用反射光的结构的情况、图9所示的使用散射光的结构的情况下也能够应用，这是无需重新详细记述的。

另外，在图7所示的结构中，如果没有聚光光学部102，则第一光源101a的光路和第二光源101b的光路在被测定对象104中是不同的，优选将第一光源101a与第二光源101b尽可能靠近地配设以尽可能地接近为同一光路。

或者，如果代替聚光光学部102而如图10所示那样采用分支型光纤801，则能够实质上设为同一光路，因此是优选的。

在图11中示出用于说明差动信号形成电路的一个优选的例子的结构的结构图。

在图11所示的差动信号形成电路900中设置有(电荷)积分放大器902来高灵敏度化以能够测定到检查体107的气体浓度的微小变化。

(电荷)积分放大器902的输出信号被输入到采样/保持电路903。

被采样/保持的模拟信号被输入到ADC 1301。

从ADC 1301输出的是基于第一光源的光信号、基于第二光源的光信号以及它们的差动信号。

图4如之前记述的那样是示出第一光源101a的输出OUT1、第二光源101b的输出OUT2、光接收传感器的输出OUT3、差动信号的输出OUT4以及气体浓度GC的时间响应的时序图。

在此，光源的输出是指在点亮时间内放射的光量，在指向性高的光的情况下，光源的输出实质相当于由光接收传感器接收的光的光量。

在本发明中，能够如图7至图9所记载的那样通过聚光光学部102聚集来自光源101a、101b的光、或者如图10所示的那样采用分支型光纤801，因此如果将光源101a、101b配设为使光源101a、101b的放射面靠近或接触聚光光学部102的入射面或者分支型光纤801的入射面，则能够使在光源101a、101b的点亮时间放射的光量近似或实质相当于由光接收传感器接收的光的光量。

一般而言，通过下述的式子提供吸光度。

[数1]

-log(I/I₀)＝-log(1-ΔT)＝αK

(1)

在此，“I₀”表示入射光的强度，“I”表示透射光的强度，“K”表示气体浓度。α为系数，是由检查体104中的光路长度和检查体104中的作为浓度测定对象的气体的吸光系数等所确定的值。

另外，“ΔT”表示吸光度差。在本实施方式中，以针对第一光源101a而言α实质为0并且针对第二光源101b而言α为2.18×10-4/ppm的方式设定了所述光路长度。当将从第一光源101a放射的光(Lλ1)的透射光的强度设为“I₁”、将从第二光源101b放射的光(Lλ2)的透射光的强度设为“I₂”时，如果对于I1，使用针对第一光源的光波长而言与气体浓度无关地透射率差实质为0的情形，则式(1)能够变形为式(2)。

[数2]

在此，“X”是差动信号的输出值，与“I₂-I₁”相等。

在本方式中，能够使用吸收率根据气体浓度而变化的第一光源101a的输出OUT1和吸收率不根据气体浓度而变化的第二光源101b的输出OUT2来高精度地测量检查体104的吸光度。

因此，不需要每次都进行用于使用气体浓度已知的参考样本来生成检量线的测定。

作为气体浓度计，即使测定系统、气体的温度等发生了变化也能够稳定地测定吸收率的变化。

设置为气体浓度为“0”的情况下的基于第一光源101a的积分放大器902中的积分电荷量(1)与基于第二光源101b的积分放大器902中的积分电荷量(2)相等、或实质相等。

在此，在本实施方式中，对第一光源101a的输出时的积分时间(1)和第二光源101b的输出时的积分时间(2)进行了调整以成为6.1×10^-9C。

本实施方式中的积分时间(1)和积分时间(2)分别设为4.0msec、2.0msec。

此时，在图15中示出针对气体浓度的测定出的吸光度的值与叠加在测量出的信号中的噪声的标准偏差的3倍的值之间的关系。

另外，在使用该电荷量进行测定的情况下，确认出噪声的主要成分是光子散粒噪声。

从结果来看，如果电荷量的值为6.1×10^-9C，则与信号电荷量的平方根成比例的光子散粒噪声的影响相对较小，因此能够以99％的可靠度将吸光度差ΔT测定到直至5×10^-5。即，能够以0.1ppm的精度测定气体浓度。

并且，在本发明的实施方式中，即使温度发生了变化也能够根据基于光波长不同的两个光的信号的差获得输出，因此能够消除因温度而变化的透射率的变动量。因此，即使在测定中存在温度变动也能够高精度地获得稳定的灵敏度。

在本发明中，通过在将本发明具体化得到的浓度测定设备中装入Wi-Fi、Bluetooth(注册商标)、NFC等近距离通信用的通信组件、或者卫星通信用的通信组件，能够作为网络上的信息终端装置发挥功能。例如，医院的住院患者在到了测定时间、或者按照来自护士站的指示，能够在住院病床上通过本发明所涉及的不侵入式的浓度测定器来测定血液中的糖度，将其测定数据直接发送到护士站。由此，相对于到各患者的病房去进行测定，能够减轻护士的劳动负担。

并且，例如有时会产生以下情况：在自家等中进行观察疗养的糖尿病预备军的人、血糖值低的人或血糖值高的人在开车过程中发生血糖值的异常状态而神志不清，导致无法正常驾驶或者难以正常驾驶从而招致事故，但是如果事先佩戴本发明所涉及的具有通信功能的不侵入式的浓度测定器并在驾驶过程中进行测定动作，则还能够检测出血糖值的异常并立即向正在运行的汽车发送该异常检测的信号，从而使汽车立即自动停止、或者将汽车自动引导并停止在处于道路两侧的安全地段。并且，还能够使用自备的胰岛素来恢复正常。

另外，还能够将异常检测的数据与驾驶员的必要的个人数据一起自动发送给经常就诊或附近的医院，来请求来自医院的应急指示。

在本发明的具体化中，图11示出了差动信号形成电路的一个优选的例子，但是本发明并不限定于此，也采用图12至图14所示的各差动信号形成电路作为一个优选的例子。

在图12至图14中，对于发挥与图11所示的附图标记的部件相同的功能的部件，附加与图11所示的附图标记相同的附图标记。

在图12的情况下，除了差动信号输出905用的电路以外，还附加有差动前信号输出1001用的电路，除此之外与图11的情况相同。

通过附加差动前信号输出1001用的电路，与图11的情况相比，存在以下的优点：即使发生了温度变化等所引起的吸光度的绝对值的变动、光源的光输出在时间上的变动，也能够测定它们的变动量并进行校正。

在图13的情况下，与图12的情况相比，从采样/保持电路(903a、903b)差动放大器(904a、904b)传送信号的系统为两个系统，还设置有ADC 1301。

根据该结构，与图12相比，优点在于能够去除积分放大器的偏移。

图14是将图13的情况的例子更具体地设计成电路的例子。

设置与积分放大器902同样的积分(累积)放大器部1401和1/10倍放大器部1402，在各差动放大器部(904a、904b)中各设置有两个仪表放大器以具有差动输出。

通过设为这样的结构，优点在于能够去除差动放大器的偏移。

接着，说明具备本发明所涉及的浓度测定功能的电子装置的一个优选例子的实施方式。

图16、图17是示出将本发明应用于便携式终端装置的情况下的一个实施方式的概要结构图。

图16是概要外观图，图17是内部结构的框图。

图16、图17所示的便携式终端装置1701包括GPS(Global Positioning System：全球定位系统)定位部1703、运算处理部1704、存储装置1705、显示部1706。

在不需要GPS定位的装置的情况下，省略GPS定位部1703。

另外，也能够具备GPS定位部1703而省略加速度传感器1708、角速度传感器1709。

作为便携式终端装置1701的例子，能够列举具有导航功能的便携式电话设备、PDA(Personal Digital Assistants：个人数字助理)、平板、移动PC等移动电子设备、手表、具备电子设备功能的战斗力探测器(scouter)、项链、戒指、手镯等穿戴品。

作为便携式终端装置1701的例子，还能够列举登山用的便携式气压计、高度计、记秒表等。

便携式终端装置1701能够与如下具备发送接收功能的装置相互进行通信：发送接收基站、发送接收卫星、搭载于汽车的NAVI系统、便携式NAVI设备、与内部网络系统连接的发送接收器、其它便携式终端装置等。

在以后的说明中，作为具备发送接收功能的装置的例子，以发送接收卫星1702为例进行说明。

GPS定位部1703作为接收从发送接收卫星1702发送的位置信息信号来对当前位置进行定位的第一当前位置运算部发挥功能。

向运算处理部1704输入检测步数的上下加速度传感器1708和检测方位的角速度传感器1709的检测信号，运算处理部1704根据这些检测信号来对当前位置进行自主定位并且执行导航处理。

运算处理部1704包括微计算机、CPU等。

存储装置1705包括保存由运算处理部1704执行的处理程序并且存储运算处理所需的存储表的ROM 1705a、存储运算处理过程中需要的运算结果等的RAM 1705b以及存储导航处理结束时的当前位置信息的非易失性存储器1705c。

显示部1706显示从运算处理部1704输出的导航图像信息，包括液晶显示器、有机EL显示器等。

钟表部1707在GPS定位部1703工作时显示用从该GPS定位部1703输出的表示年/月/日/时刻的当前时刻信息来进行校正的年/月/日/时刻。

向运算处理部1704输入从GPS定位部1703输出的当前位置信息、从钟表部1707输出的表示年/月/日/时刻的当前时刻信息、从安装于保持便携式终端装置701的用户的腰位置的加速度传感器1708输出的加速度信息、从安装于便携式终端装置1701的陀螺仪等角速度传感器1709输出的与用户的步行方向的方位相应的角速度信息、以及从本发明所涉及的浓度测定部1701输出的浓度测定信息。

浓度测定部1701由图7至图10所示的光学式浓度测定系统或具备与该系统相同的功能的光学式浓度测定设备构成，可以能够拆卸地装配于便携式终端装置1701主体，也可以与主体一体地构成。

在浓度测定部1701能够拆卸地装配于主体的情况下，在测定时，能够将浓度测定部1701从主体拆下而例如与身体接触，来测定例如血液的糖度。

在浓度测定部1701与主体两者之间设置有Wi-Fi、Bluetooth(注册商标)、NFC等近距离通信用的通信组件使得即使浓度测定部1701被从主体拆下也能够在浓度测定部1701与主体之间进行通信。

通过便携式终端装置1701，能够将浓度测定数据、位置信息数据、存储在存储装置1705中的个人特定数据发送到发送目的地。例如，在开车的过程中血液中的糖度值发生异常的情况下，将表示异常的信号传送给车辆来使车辆自动停止，同时向家庭医生、经常就诊的医生所在的医院传送浓度测定数据、位置信息数据以及个人特定数据，从而能够从发送目的地的医生请求适当的处置指示，根据情况还能够迅速地调配救护车。

在运算处理部1704上连接有与外部的无线通信设备进行无线通信的通信部1711。

在ROM 1705a中保存有按地域区分位置信息存储表。

除此之外，在ROM 1705a中还保存有用于进行自主定位运算的自主定位运算用程序以及选择由GPS定位部1703运算出的当前位置信息和通过基于自主定位用程序的自主定位运算处理运算出的当前位置信息中的哪一个的运算部选择处理程序。

在按地域区分位置信息存储表中记载了全国的都道府县名、各都道府县的政府所在地名以及政府所在地的纬度(N)和经度(E)。

运算处理部1704按照进行自主定位运算的自主定位运算用程序执行自主定位运算处理。

该自主定位运算处理在通过运算部选择处理选择了自主运算处理时启动，在初始状态下，将前一次的由GPS定位部1703定位出的当前位置设定为初始位置后，作为针对规定的主程序的每隔规定时间(例如10msec)进行的计时器中断处理来执行。

即，首先，读取由角速度传感器9检测出的角速度θv，接着，对角速度θv进行积分来计算方位θ，之后进入接下来的步骤。

在进入的步骤中，读取由加速度传感器1708检测出的上下加速度G，基于上下加速度G的变化图案计算步数P，对计算出的步数P乘以预先设定的步宽W来计算移动距离L，根据计算出的方位θ和移动距离L来更新当前位置信息，将更新后的当前位置信息叠加在地图信息上后显示于显示部1706，之后结束计时器中断处理，恢复到规定的主程序。

并且，运算处理部1704按照运算部选择处理程序来执行选择由GPS定位部1703定位出的当前位置信息和利用自主定位运算处理定位出的当前位置信息中的哪一个的运算部选择处理。

该运算部选择处理是在对便携式终端装置1701接通电源后选择了导航处理时开始执行的，执行选择的运算部选择处理。

作为便携终式端装置1701的例子，具有导航功能的便携式电话设备、PDA(Personal Digital Assistants：个人数字助理)、平板、移动PC等移动电子设备、手表、移动电子设备、手表、具备电子设备功能的战斗力探测器(scouter)、项链、戒指、手镯等穿戴品。

在目前为止的例子中，差动信号的形成例示了通过差动电路、差动放大电路等电路(硬件)来形成的情况，但是在本发明中，并不限定于这些，也可以采用数字运算处理的软件来形成。

使用图18说明优选的实施方式的一例。

图18所示的实施方式具备差动信号形成部1800、光接收传感器部1801。

差动信号形成部1800具备积分电路部1802、模拟-数字变换(A/D变换)部(ADC)1803、差动信号形成要素部1804。

在光接收传感器部1801中设置有光电二极管1805来作为测定用的光接收传感器。在积分电路部1802中设置有运算放大器108、电容器C1、开关SW1。

图11的情况的差动信号形成部900的例子是使用模拟信号形成差动信号905的例子，但是在图18的例子中，差动信号1809是在对从积分电路部1802输出的信号807进行模拟-数字变换(A/D变换)之后实施数字运算处理而形成的。

光电二极管1805的输出端子与运算放大器1809的反转输入引脚电连接。

运算放大器1806的非反转引脚接地。

积分电路部1802与ADC 1803之间形成了根据需要设置有开关SW2的信号传递路径。该信号传递路径能够通过将积分电路部1802与ADC 1803之间电连接而形成。

当波长或波长频带不同的两个光(第一光和第二光)被分时地依次向被测定对象(检查体)照射时，与该照射相应地通过被测定对象的第一光和第二光分时地依次由光电二极管1805接收。

光电二极管1805当接收到光时产生光电荷，该光电荷被蓄积于电容器C1。在开关SW2接通(“ON”)的情况下，从积分电路部1802输出大小与该蓄积电荷量相应的电压的信号1807。信号1807被输入到模拟-数字变换单元(ADC)1803进行数字信号化，并作为信号1808而从ADC 1803输出。数字化得到的信号1808被输入到差动信号形成要素部1804。

关于与第一光对应的信号1808a和与第二光对应的信号1808b，先被输入的信号被暂时保存在差动信号形成要素部1804内部至少到后被输入的信号输入为止。

当与设为测定目标的第一光和第二光分别对应的信号1808a、1808b被依次输入到差动信号形成要素部1804时，在差动信号形成要素部1804中基于这些信号1808a、1808b实施差动信号形成处理，从差动信号形成要素部1804输出差动信号1809。

如以上说明的那样，本发明的浓度测定方法在各种形态和方式中能够被具体化，具备万能性。

附图标记说明

100：光学式浓度测定系统；100-1：光学式浓度测定子系统；100-2：控制操作子系统；100-3：光学式浓度测定装置；101：光源部；101a、101b：光源；102：聚光光学部；103、103a、103b：照射光；104：被测定对象；105、105a、105b：透射光；106：光接收传感器部；107、107a、107b：电信号；108：差动信号形成部；109：差动输出信号；110：信号保存/处理部；111：输出信号；112：显示部；113：控制部；114：操作部；201～211：步骤；500、600、700、800：光学式气体浓度测定系统；801：分支型光纤；801a、801b：分支光学路径；802a、802b：照射光；900、1000、1300、1400：差动信号形成部(电路结构)；901：光电二极管；902：积分放大器；903、903a、903b：采样/保持电路；904、904a、904b：差动放大器；905：差动信号输出；906：差动前信号输出；1101：差动信号形成要素部；1301：ADC；1302：信号输出；1401：积分放大器部；1402：1/10倍积分放大器部；1701：便携式终端装置；1703：GPS定位部；1704：运算处理部；1705：存储装置；1706：显示部；1708：加速度传感器；1709：角速度传感器；1800：差动信号形成部；1801：光接收传感器部；1802：积分电路部；1803：数字-模拟变换部；1804：差动信号形成要素部；1805：光电二极管；1806：运算放大器；1807、1808：信号；1809：差动信号；Lλ1：第一波长的光；Lλ2：第二波长的光。